JP2015211535A - 超音波振動子及び超音波医療装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 異方性の熱膨張係数を有する材料を接合する際の破損を防ぎ、応力を低減し、超音波振動発生時の振動伝達効率が良好な超音波振動子及び超音波医療装置を提供する。【解決手段】 超音波振動子１は、２つの金属ブロック２と、金属ブロック２の間に積層される複数の圧電素子３と、金属ブロック２と圧電素子３及び圧電素子３同士を接合する接合材４と、を備え、圧電素子３は、金属ブロック２との接合面内において、一方向をｘ方向、当該ｘ方向に直交するｙ方向に対して、ｘ方向の熱膨張係数とｙ方向の熱膨張係数とが異なる異方性の材料からなり、金属ブロック２は、ｘ方向又はｙ方向のうち、圧電素子３との熱膨張係数の差に応じて定められた溝２１が形成されることを特徴とする。【選択図】図１

Description

本発明は、超音波振動子及び超音波医療装置に関する。

超音波振動子として、圧電セラミックなどの圧電素子をその両側から金属ブロックで挟んで固定したランジュバン振動子と呼ばれる超音波振動子がある。ランジュバン振動子は、金属ブロックと圧電素子全体の固有周波数にて素子全体を振動させることにより、効率の良い超音波振動を発生することのできる素子である。一般にランジュバン振動子は、圧電素子と金属ブロックとの間の接合を、接着剤による固定、もしくはボルトによる締め付け固定を行う構造としている。

しかしながら、効率良く振動を伝達するために圧電素子と金属ブロックをハンダ等のロウ材で接合する場合、接合部分を高温にするプロセスを必要とする。すると、圧電素子と金属ブロックの熱膨張係数は異なるので、接合部分に応力が生じる。

そこで、圧電素子の上下の両面に設けられた電極に接着剤により接合される各金属ブロックの接合平面に、格子状の溝もしくは複数の窪みを設けることで、駆動中に生じる剪断歪みの発生の抑制や接合平面での誘電損失の低下を図り、その結果として駆動時の温度上昇を小さくして圧電素子でのクラックの発生を防ぎ、また振動モードを安定化させる超音波振動体が開示されている（特許文献１参照）。

特開２００８−１２８８７５号公報

一方、超音波振動子の主たる機能として、超音波振動の伝達がある。超音波振動子は、超音波振動の伝達効率をより良好にすることが重要である。圧電素子から発生する振動を金属ブロックに伝達するには、圧電素子と金属ブロックの接合面の面積が大きい方がよい。

特許文献１に記載されたような従来の超音波振動子では、圧電素子と金属ブロックがそれぞれ等方性の熱膨張係数を有する材料から形成されている。等方性の材料では、熱によって部材が膨張する方向は全方位一定であるため、破損を防ぐためには、接合面において少なくとも二方向に一定の間隔で溝や窪みを形成することが好ましい。

しかしながら、超音波振動子の圧電素子と金属ブロックにおいて、一方の材料の熱膨張係数が等方性で、他方の材料の熱膨張係数が異方性の場合、膨張の大きさが方向によって異なるので、単に少なくとも二方向に一定の間隔で溝等を形成すると、破損防止に寄与しない溝が存在することになり、超音波振動の伝達効率を低下させてしまうおそれがある。

本発明にかかる実施形態は、異方性の熱膨張係数を有する材料を接合する際の破損を防ぎ、応力を低減し、超音波振動発生時の振動伝達効率が良好な超音波振動子及び超音波医療装置を提供することにある。

本発明のある態様に係る超音波振動子は、２つの金属ブロックと、前記金属ブロックの間に積層される複数の圧電素子と、前記金属ブロックと前記圧電素子及び前記圧電素子同士を接合する接合材と、を備え、前記圧電素子は、前記金属ブロックとの接合面内において、一方向をｘ方向、当該ｘ方向に直交するｙ方向に対して、前記ｘ方向の熱膨張係数と前記ｙ方向の熱膨張係数とが異なる異方性の材料からなり、前記金属ブロックは、前記ｘ方向又はｙ方向のうち、前記圧電素子との熱膨張係数の差に応じて定められた溝が形成されることを特徴とする。

本発明にかかる実施形態によれば、異方性の熱膨張係数を有する材料を接合する際の破損を防ぎ、超音波振動発生時の振動伝達効率が良好な超音波振動子及び超音波医療装置を提供することが可能となる。

第１実施形態の超音波振動子を示す。 第１実施形態の超音波振動子の金属ブロックの第１例を示す。 溝を形成した場合と溝を形成しない場合との応力相対値を比較したシミュレーションのグラフである。 第１実施形態の超音波振動子の金属ブロックの第２例を示す。 第１実施形態の超音波振動子の金属ブロックの第３例を示す。 第１実施形態の超音波振動子の金属ブロックの第４例を示す。 第２実施形態の超音波振動子を示す。 第２実施形態の超音波振動子の金属ブロックの例を示す。 本実施形態に係る超音波医療装置の全体構成を示す。 本実施形態に係る超音波医療装置の振動子ユニットの全体の概略構成を示す。 本実施形態に係る超音波医療装置の他の態様の超音波医療装置の全体構成を示す。

以下、本実施形態の超音波振動子１について説明する。

図１は、本実施形態の超音波振動子１を示す。図１（ａ）は、接合前の本実施形態の超音波振動子１を示す。図１（ｂ）は、接合後の本実施形態の超音波振動子１を示す。

本実施形態の超音波振動子１は、図１（ａ）に示すように、２つの金属ブロック２と、金属ブロック２の間に積層される複数の圧電素子３と、金属ブロック２と圧電素子３及び圧電素子３同士を接合する接合材４と、を備える。

金属ブロック２と圧電素子３及び圧電素子３同士は、接合材４によって、図１（ｂ）に示すように、密着して接合される。接合は、接合材４が溶融する温度に加熱した後、冷却させればよい。

本実施形態の超音波振動子１の各材料について説明する。

圧電素子３には、キュリー点の高い単結晶のニオブ酸リチウムを用いることが好ましい。例えば、圧電素子３の厚み方向の電気機械結合係数が大きくなるように、３６度回転Ｙカットと呼ばれる結晶方位のニオブ酸リチウムウエハを用いることが好ましく、ニオブ酸リチウムと非鉛ハンダとの濡れ性、密着性がよくなるように、ニオブ酸リチウムウエハの表裏面にＴｉ／Ｐｔ、Ｃｒ／Ｎｉ／Ａｕ等の下地金属が成膜された後、ダイシング等により矩形に切り出して作成される。

接合材４には、キュリー点より低い融点、好ましくはキュリー点の半分以下の融点を有する非鉛ハンダを用いる。

金属ブロック２は、ジュラルミン等のアルミニウム合金、６４Ｔｉ等のチタン合金、純チタン、ステンレス鋼、軟鋼、ニッケルクローム鋼、工具鋼、黄銅、モネルメタル等が使用される。

本実施形態の超音波振動子１では、一例として、金属ブロック２に６４チタン合金（６４Ｔｉ）、圧電素子３として３６度回転Ｙカットと呼ばれる結晶方位の３６Ｙニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂ０３）を用いる。表１に示すように、６４チタン合金は、ｘ方向及びｙ方向共に９×１０^-6[1/℃]の等方性の熱膨張係数を有する。これに対して、３６Ｙニオブ酸リチウムは、ｘ方向に１５×１０^-6[1/℃]、ｙ方向に８×１０^-6[1/℃]の熱膨張係数を有する面内で異なる異方性の材料である。なお、ｘ，ｙは、面内の直交する方向を示す。

したがって、例えば、断面形状の縦横比が等しい四角形の金属ブロック２と圧電素子３を接合した際の応力に異方性が生じ、熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向と熱膨張係数の差が最も小さいｙ方向で異なる状態となってしまう。すると、熱膨張係数の差が大きいｘ方向で接合時に応力が大きくなり、効率よくパワーを伝達することが困難となるばかりか、最悪、圧電素子が破損するおそれがある。

そこで、本実施形態では、金属ブロック２と圧電素子３の熱膨張係数の差に応じて、金属ブロック２の接合面に溝２１を形成することにより、金属ブロック２と圧電素子３を接合した際の応力を緩和する。

このような構成とすることによって、金属ブロック２と圧電素子３の接合面２ａで直交するｘ方向とｙ方向において、熱膨張係数の差が大きいｘ方向の接合時の応力が緩和され、圧電素子３の破損が抑えられると共に、破損防止に寄与しない溝が存在しないことから、接合面の面積も大きくなり、振動伝達効率が良好な超音波振動子及び超音波医療装置を提供することが可能となる。

なお、図１（ｂ）のように形成された超音波振動子１には、図示しない電気ケーブルに連結されたフレキシブル基板が側方に取り付けられ、一般の超音波振動子と同様に、積層された圧電素子３の接合面それぞれの間に正電極層及び負電極層が交互に取り付けられている。本発案では、電気ケーブルと接合部４が電気的に接続されており、接合部４が電極層を兼ねる。そして、各圧電素子３に駆動用電気信号を印加することで、超音波振動子１を駆動させることが可能となる。

図２は、第１実施形態の超音波振動子１の金属ブロック２の第１例を示す。

第１実施形態の超音波振動子１の金属ブロック２は、図１に示した圧電素子３との接合面２ａに溝２１が形成される。第１例の金属ブロック２の溝２１は、向かい合う２つの側面に平行な複数の直線から形成されるｙ方向の溝２１ａからなる。すなわち、金属ブロック２と圧電素子３の接合面２ａ内で直交するｘ方向とｙ方向のうち、熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向に対して直交するｙ方向の溝２１が形成される。そして、溝２１で区切られた接合区画部分２ｂは、熱膨張係数の差が小さいｙ方向の溝２１ａからなる辺が長くなる長方形に形成される。

図３は、溝を形成した場合と溝を形成しない場合との応力相対値を比較したシミュレーションのグラフである。

シミュレーションモデルの材料は、金属ブロックが６４チタン、圧電素子が３６Ｙニオブ酸リチウム、接合部がハンダである。「溝あり」の金属ブロックに形成した溝は、金属ブロックと圧電素子の熱膨張係数の差が最も大きい方向に直交する方向、すなわち、図２におけるＹ方向に１０本形成した。溝の幅は0.1mm、深さは1mmである。

このようなモデルの金属ブロックと圧電素子の接合時の温度を、約２００℃から室温である２０℃まで低減させた場合に、熱膨張係数によって圧電素子に発生する応力をシミュレーションにより計算した。

その結果、図３に示すように、「溝なし」の場合を１００％とすると、「溝あり」の場合は、応力が約２５％低減する結果が得られた。

すなわち、このような構成とすることによって、金属ブロック２と圧電素子３の接合面内において、所定の一方向をｘ方向、当該ｘ方向に直交するｙ方向において、熱膨張係数の差が大きいｘ方向の応力が低減し、圧電素子３の破損が抑えられると共に、熱膨張係数差が小さいｙ方向の溝がないことから、少なくとも二方向に溝を形成する場合と比較し、接合面積が大きくなり、振動伝達効率が良好な超音波振動子及び超音波医療装置を提供することが可能となる。

図４は、第１実施形態の超音波振動子１の金属ブロック２の第２例を示す。

第２例の金属ブロック２の溝２１は、向かい合う２つの側面に平行な複数の直線から形成されるｙ方向の第１溝２１ａ及びｙ方向の第１溝２１ａに直交するｘ方向の第２溝２１ｂからなる。すなわち、金属ブロック２と圧電素子３の接合面２ａ内で直交する熱膨張係数の差が熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向の第２溝２１ｂと、そのｘ方向に対して直交し熱膨張係数の差が最も小さいｙ方向の第１溝２１ａとが形成される。そして、溝２１で区切られた接合区画部分２ｂは、熱膨張係数の差が小さいｙ方向の第１溝２１ａからなる辺が、熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向の第２溝２１ｂよりも長くなる長方形に形成される。すなわち、隣り合う第２溝２１ｂの間隔は、隣り合う第１溝２１ａの間隔よりも大きい。

このような構成とすることによって、金属ブロック２と圧電素子３の接合面内で直交するｘ方向とｙ方向において、熱膨張係数の差に応じた応力を低減することが可能となる。そして、圧電素子３の破損が抑えられると共に、熱膨張係数差に応じた溝を形成していることから、破損防止に寄与しない溝が低減できるため、接合面積が大きく、振動伝達効率が良好な超音波振動子及び超音波医療装置を提供することが可能となる。

図５は、第１実施形態の超音波振動子１の金属ブロック２の第３例を示す。

第３例の金属ブロック２の溝２１は、金属ブロック２と圧電素子３の接合面２ａで直交するｘ方向とｙ方向のうち、熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向に直交するｙ方向に対して鋭角に形成される。なお、ｙ方向に対して鋭角な溝２１ａは、ｙ方向に平行な一方の向かい合う側面に対してはそれぞれ鋭角に交差し、ｘ方向に平行な他方の向かい合う側面に対してはそれぞれ鈍角に交差するように形成される。そして、溝２１で区切られた接合区画部分２ｂのほとんどは、熱膨張係数の差が小さいｙ方向に対して鋭角な溝２１ａからなる辺が長くなる形状に形成される。

このような構成とすることによって、金属ブロック２と圧電素子３の接合面内で直交するｘ方向とｙ方向において、熱膨張係数の差が大きいｘ方向の応力を低減し易くなり、圧電素子３の破損が抑えられると共に、熱膨張係数差が小さいｙ方向の応力低減に有効となるｘ方向に対して鋭角に形成された溝がないことから、少なくとも二方向に溝を形成した場合よりも接合面積が大きくなり、振動伝達効率が良好な超音波振動子及び超音波医療装置を提供することが可能となる。また、溝を確実に熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向に直交する方向に形成する必要がなく、容易に溝２１を形成することが可能となる。

図６は、第１実施形態の超音波振動子１の金属ブロック２の第４例を示す。

第４例の金属ブロック２の溝２１は、金属ブロック２と圧電素子３の接合面２ａ内で、一方が熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向に直交するｙ方向に対して鋭角に形成され、他方がｙ方向に直交するｘ方向に形成される。なお、ｙ方向に対して鋭角な第１溝２１ａは、ｙ方向に平行な一方の向かい合う側面に対してはそれぞれ鋭角に交差し、ｘ方向に平行な他方の向かい合う側面に対してはそれぞれ鈍角に交差するように形成される。そして、溝２１で区切られた接合区画部分２ｂのほとんどは、熱膨張係数の差が小さいｙ方向の第１溝２１ａからなる長辺が熱膨張係数の差が大きいｘ方向の第２溝２１ｂからなる短辺よりも長くなる形状に形成される。すなわち、隣り合う第２溝２１ｂの間隔は、隣り合う第１溝２１ａの間隔よりも大きい。

このような構成とすることによって、金属ブロック２と圧電素子３の接合面内で直交するｘ方向とｙ方向において、熱膨張係数の差に応じた応力を低減することが可能となる。そして、圧電素子３の破損が抑えられると共に、熱膨張係数差に応じた溝を形成していることから、破損防止に寄与しない溝が低減できるため、振動伝達効率が良好な超音波振動子及び超音波医療装置を提供することが可能となる。また、溝を確実に熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向に直交する方向に形成する必要がなく、容易に溝２１を形成することが可能となる。

図７は、第２実施形態の超音波振動子１を示す。図７（ａ）は、接合前の第２実施形態の超音波振動子１を示す。図７（ｂ）は、接合後の第２実施形態の超音波振動子１を示す。図８は、第２実施形態の超音波振動子の金属ブロックの例を示す。

第２実施形態の超音波振動子１は、図７（ａ）に示すように、金属ブロック２と圧電素子３との接合面２ａの断面を円形に形成したものである。なお、金属ブロック２と圧電素子３の材料は、第１実施形態と同様である。

第２実施形態の超音波振動子１の溝２１は、第１実施形態の超音波振動子１で説明した第１例〜第４例の溝２１と同様でよい。例えば、図８に示すように、熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向に直交するｙ方向の溝２１ａが形成される。そして、溝２１ａで区切られた接合区画部分２ｂは、熱膨張係数の差が小さいｙ方向の溝２１ａからなる辺が長くなる形状に形成される。

このような構成とすることによって、金属ブロック２と圧電素子３の接合面内で直交するｘ方向とｙ方向において、熱膨張係数の差が大きいｘ方向の応力を低減することが可能となる。そして、圧電素子３の破損が抑えられると共に、熱膨張係数差が小さいｙ方向の溝がないことから、接合面積が大きくなり、振動伝達効率が良好な超音波振動子及び超音波医療装置を提供することが可能となる。

図９は、本実施形態に係る超音波医療装置の全体構成を示す。図１０は、本実施形態に係る超音波医療装置の振動子ユニットの全体の概略構成を示す。

図９に示す、超音波医療装置１０は、主に超音波振動を発生させる超音波振動子１を有する振動子ユニット１３と、その超音波振動を用いて患部の治療を行うハンドルユニット１４とが設けられている。

ハンドルユニット１４は、操作部１５と、長尺な外套管１７からなる挿入シース部１８と、先端処置部４０とを備える。挿入シース部１８の基端部は、操作部１５に軸回り方向に回転可能に取り付けられている。先端処置部４０は、挿入シース部１８の先端に設けられている。ハンドルユニット１４の操作部１５は、操作部本体１９と、固定ハンドル２０と、可動ハンドル２１と、回転ノブ２２とを有する。操作部本体１９は、固定ハンドル２０と一体に形成されている。

操作部本体１９と固定ハンドル２０との連結部には、背面側に可動ハンドル２１を挿通するスリット２３が形成されている。可動ハンドル２１の上部は、スリット２３を通して操作部本体１９の内部に延出されている。スリット２３の下側の端部には、ハンドルストッパ２４が固定されている。可動ハンドル２１は、ハンドル支軸２５を介して操作部本体１９に回動可能に取り付けられている。そして、ハンドル支軸２５を中心として可動ハンドル２１が回動する動作に伴い、可動ハンドル２１が固定ハンドル２０に対して開閉操作されるようになっている。

可動ハンドル２１の上端部には、略Ｕ字状の連結アーム２６が設けられている。また、挿入シース部１８は、外套管１７と、この外套管１７内に軸方向に移動可能に挿通された操作パイプ２７とを有する。外套管１７の基端部には、先端側部分よりも大径な大径部２８が形成されている。この大径部２８の周囲に回転ノブ２２が装着されるようになっている。

操作パイプ２７の外周面には、リング状のスライダ３０が軸方向に沿って移動可能に設けられている。スライダ３０の後方には、コイルばね（弾性部材）３１を介して固定リング３２が配設されている。

さらに、操作パイプ２７の先端部には、把持部３３の基端部が作用ピンを介して回動可能に連結されている。この把持部３３は、プローブ１６の先端部４１と共に超音波医療装置１０の処置部を構成している。そして、操作パイプ２７が軸方向に移動する動作時に、把持部３３は、作用ピンを介して前後方向に押し引き操作される。このとき、操作パイプ２７が手元側に移動操作される動作時には作用ピンを介して把持部３３が支点ピンを中心に反時計回り方向に回動される。これにより、把持部３３がプローブ１６の先端部４１に接近する方向（閉方向）に回動する。このとき、片開き型の把持部３３と、プローブ１６の先端部４１との間で生体組織を把持することができる。

このように生体組織を把持した状態で、超音波電源から電力を超音波振動子１に供給し、超音波振動子１を振動させる。この超音波振動は、プローブ１６の先端部４１まで伝達される。そして、この超音波振動を用いて把持部３３とプローブ１６の先端部４１との間で把持されている生体組織の治療を行う。

振動子ユニット３は、図１０に示すように、超音波振動子１と、この超音波振動子１で発生した超音波振動を伝達する棒状の振動伝達部材であるプローブ１６とを一体的に組み付けたものである。

超音波振動子１は、超音波振動子の振幅を増幅するホーン４２が連設されている。ホーン４２は、ジュラルミン、ステンレス鋼、または例えば６４Ｔｉ（Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ）などのチタン合金によって形成されている。ホーン４２は、先端側に向かうに従って外径が細くなる円錐形状に形成されており、基端外周部に外向フランジ４３が形成されている。なお、ここでホーン４２の形状は円錐形状に限るものではなく、先端側に向かうに従って外径が指数関数的に細くなる指数形状や、先端側に向かうに従って段階的に細くなるステップ形状などであってもよい。

プローブ１６は、例えば６４Ｔｉ（Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ）などのチタン合金によって形成されたプローブ本体４４を有する。このプローブ本体４４の基端部側には、上述のホーン４２に連設された超音波振動子１が配設されている。このようにして、プローブ１６と超音波振動子１とを一体化した振動子ユニット１３が形成されている。なお、プローブ１６は、プローブ本体４４とホーン４２とが螺着されており、プローブ本体４４とホーン４２が接合される。

そして、超音波振動子１で発生した超音波振動は、ホーン４２で増幅されたのち、プローブ１６の先端部４１側に伝達するようになっている。プローブ１６の先端部４１には、生体組織を処置する後述する処置部が形成されている。

また、プローブ本体４４の外周面には、軸方向の途中にある振動の節位置の数箇所に弾性部材でリング状に形成された間隔をあけて２つのゴムライニング４５が取り付けられている。そして、これらのゴムライニング４５によって、プローブ本体４４の外周面と後述する操作パイプ２７との接触を防止するようになっている。つまり、挿入シース部１８の組み立て時に、振動子一体型プローブとしてのプローブ１６は、操作パイプ２７の内部に挿入される。このとき、ゴムライニング４５によってプローブ本体４４の外周面と操作パイプ２７との接触を防止している。

また、超音波振動子１は、超音波振動を発生させるための電流を供給する図示しない電源装置本体に電気ケーブル４６を介して電気的に接続される。この電気ケーブル４６内の配線を通じて電源装置本体から電力を超音波振動子１に供給することによって、超音波振動子１が駆動される。なお、振動子ユニット１３は、超音波振動を発生させる超音波振動子１、発生した超音波振動を増幅させるホーン４２および増幅された超音波振動を伝達するプローブ１６を備えている。

図１１は、本実施形態に係る超音波医療装置の他の態様の超音波医療装置の全体構成を示す。

超音波振動子１と振動子ユニット１３は、必ずしも図９に示したように操作部本体１９内に収納されている必要はなく、例えば、図１１に示すように操作パイプ２７内に収納されていてもよい。この図１１の超音波医療装置１０において、超音波振動子１の折れ止６２から操作部本体１９の基部に配設されたコネクタ４８までの間にある電気ケーブル４６は金属パイプ４７の中に挿通されて収納されている。ここで、コネクタ４８は、必須ではなく、電気ケーブル４６を操作部本体１９内部まで延長し、直接超音波振動子１の折れ止６２に接続する構成であってもよい。超音波医療装置１０は、図１１のような構成により、操作部本体１９内を、より省スペース化を向上することができる。なお、図１１の超音波医療装置１０としての機能は、図９と同様であるので詳細な説明は省略する。

以上、本実施形態の超音波振動子１は、２つの金属ブロック１と、金属ブロック１の間に積層される複数の圧電素子３と、金属ブロック２と圧電素子３及び圧電素子３同士を接合する接合材４と、を備え、圧電素子３は、金属ブロック２との接合面２ａ内において、一方向をｘ方向、当該ｘ方向に直交するｙ方向に対して、ｘ方向の熱膨張係数とｙ方向の熱膨張係数とが異なる異方性の材料からなり、金属ブロック２は、ｘ方向又はｙ方向のうち、圧電素子３との熱膨張係数の差に応じて定められた溝が形成されるので、異方性の熱膨張係数を有する材料を接合する際の破損を防ぎ、破損防止に寄与しない溝が低減できるため、超音波振動発生時の振動伝達効率を良好にすることが可能となる。

また、金属ブロック２は、圧電素子３との接合面２１で、少なくともｘ方向又はｙ方向のうち、圧電素子３との熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向に対して直交するｙ方向に溝が形成されるので、さらに応力を低減し、超音波振動発生時の振動伝達効率をより良好にすることが可能となる。

また、金属ブロック２は、圧電素子３との接合面で、少なくともｘ方向又はｙ方向のうち、圧電素子３との熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向に直交する方向に対して鋭角な方向に溝が形成されるので、溝を確実に熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向に大して直交するｙ方向に形成する必要がなく、容易に溝２１を形成することが可能となる。

また、金属ブロック２は、ｘ方向とｙ方向の熱膨張係数が等しい等方性の材料からなるので、さらに的確に応力を低減し、超音波振動発生時の振動伝達効率をより良好にすることが可能となる。

また、金属ブロック２は、溝２１を第１溝２１ａとして、第１溝２１ａに対して直交する方向に、隣り合う間隔が第１溝２１ａよりも大きい第２溝２１ｂが形成されるので、熱膨張係数の関係にあわせてそれぞれの溝２１の間隔を調整でき、さらに的確に応力を低減し、超音波振動発生時の振動伝達効率をより良好にすることが可能となる。

また、圧電素子３は、単結晶素材であるので、さらに的確に応力を低減することが可能となる。

また、圧電素子３は、ニオブ酸リチウムであり、金属ブロック２は、６４チタン合金であるので、さらに的確に応力を低減することが可能となる。

また、圧電素子３は、３６度回転Ｙカットと呼ばれる結晶方位を有するので、さらに的確に応力を低減することが可能となる。

また、圧電素子３及び金属ブロック２は、矩形であるので、容易に加工することが可能となる。

さらに、本実施形態の超音波医療装置１０は、前記超音波振動子１と、超音波振動子１で発生した超音波振動が伝達され生体組織を処置するプローブ先端部と、を具備するので、応力を低減し、振動伝達効率が良好な超音波医療装置１０を提供することが可能となる。

なお、この実施形態によって本発明は限定されるものではない。すなわち、実施形態の説明に当たって、例示のために特定の詳細な内容が多く含まれるが、当業者であれば、これらの詳細な内容に色々なバリエーションや変更を加えても、本発明の範囲を超えないことは理解できよう。従って、本発明の例示的な実施形態は、権利請求された発明に対して、一般性を失わせることなく、また、何ら限定をすることもなく、述べられたものである。

１…超音波振動子
２…金属ブロック
３…圧電素子
４…接合部

Claims (10)

1. ２つの金属ブロックと、
   前記金属ブロックの間に積層される複数の圧電素子と、
   前記金属ブロックと前記圧電素子及び前記圧電素子同士を接合する接合材と、
   を備え、
   前記圧電素子は、前記金属ブロックとの接合面内において、一方向をｘ方向、当該ｘ方向に直交するｙ方向に対して、前記ｘ方向の熱膨張係数と前記ｙ方向の熱膨張係数とが異なる異方性の材料からなり、
   前記金属ブロックは、前記ｘ方向又はｙ方向のうち、前記圧電素子との熱膨張係数の差に応じて定められた溝が形成される
   ことを特徴とする超音波振動子。
2. 前記金属ブロックは、
   前記圧電素子との接合面で、少なくとも前記ｘ方向又はｙ方向のうち、前記圧電素子との熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向に対して直交するｙ方向に溝が形成される
   請求項１に記載の超音波振動子。
3. 前記金属ブロックは、
   前記圧電素子との接合面で、少なくとも前記ｘ方向又はｙ方向のうち、前記圧電素子との熱膨張係数の差が最も大きいｘ方向に対して直交するｙ方向に対して鋭角な方向に溝が形成される
   請求項１に記載の超音波振動子。
4. 前記金属ブロックは、前記ｘ方向と前記ｙ方向の熱膨張係数が等しい等方性の材料からなる
   請求項１乃至３のいずれか１つに記載の超音波振動子。
5. 前記金属ブロックは、前記溝を第１溝として、前記第１溝に対して直交する方向に、隣り合う間隔が前記第１溝よりも大きい第２溝が形成される
   請求項１乃至４のいずれかに記載の超音波振動子。
6. 前記圧電素子は、単結晶素材である
   請求項１乃至５のいずれかに記載の超音波振動子。
7. 前記圧電素子は、ニオブ酸リチウムであり、
   前記金属ブロックは、６４チタン合金である
   請求項６に記載の超音波振動子。
8. 前記圧電素子は、３６度回転Ｙカットと呼ばれる結晶方位を有する
   請求項７に記載の超音波振動子。
9. 前記圧電素子及び前記金属ブロックは、矩形である
   請求項１乃至８のいずれか１つに記載の超音波振動子。
10. 請求項１乃至請求項９のいずれか１項に記載の超音波振動子と、
    前記超音波振動子で発生した超音波振動が伝達され生体組織を処置するプローブ先端部と、
    を具備する
    ことを特徴とする超音波医療装置。

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